JPH0267988A - 陽電子放射断層放射線カメラ - Google Patents
陽電子放射断層放射線カメラInfo
- Publication number
- JPH0267988A JPH0267988A JP1181647A JP18164789A JPH0267988A JP H0267988 A JPH0267988 A JP H0267988A JP 1181647 A JP1181647 A JP 1181647A JP 18164789 A JP18164789 A JP 18164789A JP H0267988 A JPH0267988 A JP H0267988A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- crystal
- crystals
- photomultiplier
- camera
- row
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 230000005855 radiation Effects 0.000 title claims abstract description 20
- 239000013078 crystal Substances 0.000 claims abstract description 162
- 238000002600 positron emission tomography Methods 0.000 claims description 11
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims 1
- 230000004308 accommodation Effects 0.000 description 3
- IGLNJRXAVVLDKE-OIOBTWANSA-N Rubidium-82 Chemical compound [82Rb] IGLNJRXAVVLDKE-OIOBTWANSA-N 0.000 description 1
- 230000004323 axial length Effects 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 1
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 1
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 1
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
産業上の利用分野
この発明は陽電子放射断層放射線カメラ(以下、陽電子
カメラという)に関する。
カメラという)に関する。
従来技術
米国特許第4.563.582号、同第4.642.4
64号に開示されているように、互いに偏位した複数の
シンチレーションクリスタル列を各光電子増倍管に対し
て配置した陽電子カメラが公知である。
64号に開示されているように、互いに偏位した複数の
シンチレーションクリスタル列を各光電子増倍管に対し
て配置した陽電子カメラが公知である。
発明が解決しようとする課題
しかしながら、各クリスタルの軸方向の長さは各光電子
増倍管の軸方向寸法と同じであった。
増倍管の軸方向寸法と同じであった。
クリスタルに課せられたこの長さ制約のために、カメラ
の断層分解能が制限されていた。断層分解能を向上する
には、クリスタルの軸方向の大きさ、即ちクリスタルの
長さが小さいことが望ましい。もちろん、上記米国特許
でも小さい寸法の光電子増倍管と一緒に用いれば小さい
長さのクリスタルの使用が可能である。しかし、これで
は費用が大幅に増大し、カメラが極めて複雑になってし
まう。
の断層分解能が制限されていた。断層分解能を向上する
には、クリスタルの軸方向の大きさ、即ちクリスタルの
長さが小さいことが望ましい。もちろん、上記米国特許
でも小さい寸法の光電子増倍管と一緒に用いれば小さい
長さのクリスタルの使用が可能である。しかし、これで
は費用が大幅に増大し、カメラが極めて複雑になってし
まう。
この発明の目的は、軸方向分解能が向上し、光電子増倍
管の数を増やすことなくより多くの断層を検出できる陽
電子カメラを提供するにある。
管の数を増やすことなくより多くの断層を検出できる陽
電子カメラを提供するにある。
課題を解決するための手段
この発明によると、各シンチレーションクリスタルの第
1端部の長さを各光電子増倍管の大きさよりも小さくし
て、光電子増倍管の数を増やすことなく軸方向分解能を
高め、患者収容開口部の検出断層数を増大できる。
1端部の長さを各光電子増倍管の大きさよりも小さくし
て、光電子増倍管の数を増やすことなく軸方向分解能を
高め、患者収容開口部の検出断層数を増大できる。
光電子増倍管よりも小さい長さのクリスタルを用いると
、クリスタルの識別すなわちどのクリスタルが放射線で
励起されたかの識別が困難になる。そこで、この発明に
よると、一部分のクリスタルを他のクリスタルとは異な
る形状にして、どのクリスタルが励起されたかの識別を
可能にしている。
、クリスタルの識別すなわちどのクリスタルが放射線で
励起されたかの識別が困難になる。そこで、この発明に
よると、一部分のクリスタルを他のクリスタルとは異な
る形状にして、どのクリスタルが励起されたかの識別を
可能にしている。
好ましくは、患者収容開口部に近い側の第1端部から、
光電子増倍管に隣接する第2端部へとクリスタルを傾斜
させて、上記形状差を得ることによって、一部分のクリ
スタルの第2端部の大きさを他のクリスタルの第2端部
の大きさと異ならせ必要な識別を行なう。
光電子増倍管に隣接する第2端部へとクリスタルを傾斜
させて、上記形状差を得ることによって、一部分のクリ
スタルの第2端部の大きさを他のクリスタルの第2端部
の大きさと異ならせ必要な識別を行なう。
また、この発明によると、溝が切り込まれたクリスタル
棒を用いてクリスタルモジュールの構造を簡単化する。
棒を用いてクリスタルモジュールの構造を簡単化する。
さらにこの発明によると、陽電子カメラは。
患者収容開口部からの放射線を検出するため、該開口部
の軸の周りに横向きに並んで配置された複数個の検出器
リングを備え、各検出器リングは複数個の光電子増倍管
を有する。少なくとも2列のシンチレーションクリスタ
ル列が各光電子増倍管に対して配置され、他の検出器リ
ングの光電子増倍管へと延びる。各光電子増倍管上で一
方の列のクリスタルが、他方の列のクリスタルから偏位
している。各クリスタルは第1端部と第2端部とを有し
、第2端部は光電子増倍管に隣接し、第1端部は患者収
容開口部に臨む。各クリスタルは第1端部は各光電子増
倍管の幅よりも小さい長さを持っている。さらに、クリ
スタル列中の一部分のクリスタルは第2端部の長さが他
のクリスタルと異なっていて、どのクリスタルが放射線
で励起されたかを識別できる。
の軸の周りに横向きに並んで配置された複数個の検出器
リングを備え、各検出器リングは複数個の光電子増倍管
を有する。少なくとも2列のシンチレーションクリスタ
ル列が各光電子増倍管に対して配置され、他の検出器リ
ングの光電子増倍管へと延びる。各光電子増倍管上で一
方の列のクリスタルが、他方の列のクリスタルから偏位
している。各クリスタルは第1端部と第2端部とを有し
、第2端部は光電子増倍管に隣接し、第1端部は患者収
容開口部に臨む。各クリスタルは第1端部は各光電子増
倍管の幅よりも小さい長さを持っている。さらに、クリ
スタル列中の一部分のクリスタルは第2端部の長さが他
のクリスタルと異なっていて、どのクリスタルが放射線
で励起されたかを識別できる。
さらにこの発明によると、クリスタル列中の一部分のク
リスタルを第1端部から第2端部へと傾斜させる。
リスタルを第1端部から第2端部へと傾斜させる。
さらにこの発明によると、各クリスタル列を1つのブロ
ックから作り、該ブロック中に第1端部から第2端部へ
と途中まで延びる溝を設けて複数個のクリスタルを形成
する。一部分の溝は他の溝とは異なる角度で第1端部か
ら延びて、異なる第2端部長を与える。
ックから作り、該ブロック中に第1端部から第2端部へ
と途中まで延びる溝を設けて複数個のクリスタルを形成
する。一部分の溝は他の溝とは異なる角度で第1端部か
ら延びて、異なる第2端部長を与える。
さらにこの発明によると、クリスタルの第2端部の幅が
第1端部の幅よりも小さく、光電子増倍管による集光を
促進する。
第1端部の幅よりも小さく、光電子増倍管による集光を
促進する。
さらにこの発明によると、全てのクリスタルの第1端部
長がほぼ等しい。
長がほぼ等しい。
さらにこの発明によると、クリスタル列中の一部分のク
リスタルを第1端部から第2端部へと傾斜させて、該一
部分のクリスタルの第2端部の長さを他のクリスタルの
第2端部の長さと異ならせる。
リスタルを第1端部から第2端部へと傾斜させて、該一
部分のクリスタルの第2端部の長さを他のクリスタルの
第2端部の長さと異ならせる。
実施例
以下、実施例によりこの発明の詳細な説明する。
第1図において、陽電子カメラ20は支持部材z2と複
数個の検出器リング24とを有し、検出器リング24は
この図面では便宜上3列あるもののリングとして示され
、各検出器リングは患者からの放射線を検出するため患
者収容開口部26のまわりに横向きに並んで配置されて
いる。開口部26には、ルビジウム82のような放射線
が照射される患者を支持するための患者陽ベツド28が
配置されている。
数個の検出器リング24とを有し、検出器リング24は
この図面では便宜上3列あるもののリングとして示され
、各検出器リングは患者からの放射線を検出するため患
者収容開口部26のまわりに横向きに並んで配置されて
いる。開口部26には、ルビジウム82のような放射線
が照射される患者を支持するための患者陽ベツド28が
配置されている。
1個の検出器リング24について見ると、第2図に示す
ように複数の光電子増倍管Aが患者収容開口z6の軸3
0の周りに1個のリングを形成している。光電子増倍管
と収容開口26との間には、光電子増倍管ごとにシンチ
レーションクリスタルが少なくとも2列32.34に配
置され、患者からの放射線を検出して光に変換する。検
出光は光電子増倍管に伝えられ電気パルスに変換される
。
ように複数の光電子増倍管Aが患者収容開口z6の軸3
0の周りに1個のリングを形成している。光電子増倍管
と収容開口26との間には、光電子増倍管ごとにシンチ
レーションクリスタルが少なくとも2列32.34に配
置され、患者からの放射線を検出して光に変換する。検
出光は光電子増倍管に伝えられ電気パルスに変換される
。
本出願人の上記米国特許第4.642.464号に記載
のように、各光電子増倍管に対して所望の数のクリスタ
ル列を配置できる。いずれにしろ、例えば列32.34
のような複数のクリスタル列を相互にずらして設けるこ
とによって、撮像面の数の増大、良好なデータサンプリ
ング、光電子増倍管の数の低減、それに伴う低廉化を図
っているが、これについては後で詳述する。
のように、各光電子増倍管に対して所望の数のクリスタ
ル列を配置できる。いずれにしろ、例えば列32.34
のような複数のクリスタル列を相互にずらして設けるこ
とによって、撮像面の数の増大、良好なデータサンプリ
ング、光電子増倍管の数の低減、それに伴う低廉化を図
っているが、これについては後で詳述する。
上記米国特許の従来の装置においては、個々のクリスタ
ルは軸方向すなわちカメラ軸30に平行な方向で、個々
の光電子増倍管の寸法と同じ大きさの長を有していた。
ルは軸方向すなわちカメラ軸30に平行な方向で、個々
の光電子増倍管の寸法と同じ大きさの長を有していた。
これに対してこの発明の1つの特徴は、使用する各クリ
スタルの第1端部の長さを各光電子増倍管の幅よりも小
さくして、カメラの断層分解能を向上させた点にある。
スタルの第1端部の長さを各光電子増倍管の幅よりも小
さくして、カメラの断層分解能を向上させた点にある。
もちろん、各クリスタルの長さを低減し、かつ各光電子
増倍管の寸法も小さくしても断層分解能を向上できるが
、この寸法では費用が大幅に増大してしまう。この発明
の1つの利点は、現存のカメラについて光電子増倍管の
数を増やしたり、検出器モジュールの寸法を変えるなど
の変更を加えなくても、軸方向の分解能を高めてより多
くの断層が得られることにあり、これは上記のように光
電子増倍管の幅よりも小さい第1端部長のクリスタルを
使用することによって達成される。ただし、放射線によ
ってどのクリスタルが励起されたかを識別するために、
−部分のクリスタルは池のクリスタルと異なった形状を
もつ必要がある。
増倍管の寸法も小さくしても断層分解能を向上できるが
、この寸法では費用が大幅に増大してしまう。この発明
の1つの利点は、現存のカメラについて光電子増倍管の
数を増やしたり、検出器モジュールの寸法を変えるなど
の変更を加えなくても、軸方向の分解能を高めてより多
くの断層が得られることにあり、これは上記のように光
電子増倍管の幅よりも小さい第1端部長のクリスタルを
使用することによって達成される。ただし、放射線によ
ってどのクリスタルが励起されたかを識別するために、
−部分のクリスタルは池のクリスタルと異なった形状を
もつ必要がある。
一例として、6個の検出器リングをもつカメラについて
説明すると、第2図、第5図〜第9図に示すように各検
出器リングは複数の光電子増倍管群A、B、C,D、E
、F(7) うち(DMKrするそれぞれ複数個の光電
子増倍管を有し、各光電子増倍管に対してBGOクリス
タルのようなシンチレーションクリスタルが少なくとも
2列32.34配置され、各クリスタル列は他の検出器
リングの光電子増倍管へと延びている。したがって、ク
リスタル列32.34は光電子増倍管群A、B、C,D
、E、Fの1列に跨って延在する。なお、検出器リング
24の数、シンチレーションクリスタル列の数は、上記
に限定されないことは言うまでもない。複数の検出器リ
ング24はそれぞれ光電子増倍管A、B、C,D、E。
説明すると、第2図、第5図〜第9図に示すように各検
出器リングは複数の光電子増倍管群A、B、C,D、E
、F(7) うち(DMKrするそれぞれ複数個の光電
子増倍管を有し、各光電子増倍管に対してBGOクリス
タルのようなシンチレーションクリスタルが少なくとも
2列32.34配置され、各クリスタル列は他の検出器
リングの光電子増倍管へと延びている。したがって、ク
リスタル列32.34は光電子増倍管群A、B、C,D
、E、Fの1列に跨って延在する。なお、検出器リング
24の数、シンチレーションクリスタル列の数は、上記
に限定されないことは言うまでもない。複数の検出器リ
ング24はそれぞれ光電子増倍管A、B、C,D、E。
Fを有し、横向きに並んで配置されカメラ20の軸30
に対して垂直である。また、シンチレーションクリスタ
ルの列32.34は検出器リング24に対してほぼ垂直
でかつ軸30に対して平行な方向に延在する。
に対して垂直である。また、シンチレーションクリスタ
ルの列32.34は検出器リング24に対してほぼ垂直
でかつ軸30に対して平行な方向に延在する。
列32中のクリスタルは2,4,6,8,10,12.
14であり、列34中のクリスタルは1,3,5,7,
9゜11、13.15である。図示のカメラでは各クリ
スタルの第1端部の長さが各光電子増倍管の幅の273
で、6個の光電子増倍管リングに対して各列8個のクリ
スタルリングが互い違いに配置され、全断層数が33と
なり軸方向分解能が向上される。
14であり、列34中のクリスタルは1,3,5,7,
9゜11、13.15である。図示のカメラでは各クリ
スタルの第1端部の長さが各光電子増倍管の幅の273
で、6個の光電子増倍管リングに対して各列8個のクリ
スタルリングが互い違いに配置され、全断層数が33と
なり軸方向分解能が向上される。
この発明の池の特徴によると、各クリスタルを適確に識
別するために、一部分のクリスタルを他のクリスタルと
異なる形状にし、光電子増倍管が受信、識別できる差異
出力信号を発生している。
別するために、一部分のクリスタルを他のクリスタルと
異なる形状にし、光電子増倍管が受信、識別できる差異
出力信号を発生している。
第3図、第5図において、クリスタル列34中の各クリ
スタルは第1端部と第2端部とを有する。クリスタル1
の第1端部は1′、第2端部は1′で示しである。他の
クリスタルについてもクリスタルの番号に“′を付して
第1端部を、°“を付して第2端部を表わす。第1端部
1’、3’、5’、?’、9’、 11’、131.1
5’は患者収容開口部26に臨み、第2端部1r、 3
r、 5r、 7r9 ’ 、 +1’ 、 13’
、 15’は光電子増倍管に隣接する。
スタルは第1端部と第2端部とを有する。クリスタル1
の第1端部は1′、第2端部は1′で示しである。他の
クリスタルについてもクリスタルの番号に“′を付して
第1端部を、°“を付して第2端部を表わす。第1端部
1’、3’、5’、?’、9’、 11’、131.1
5’は患者収容開口部26に臨み、第2端部1r、 3
r、 5r、 7r9 ’ 、 +1’ 、 13’
、 15’は光電子増倍管に隣接する。
各クリスタルの第1端部C長さは各光電子増倍管の幅よ
りも小さく、全てのクリスタルは第1端部の長さがほぼ
等しい。しかし、クリスタル列中の一部分のクリスタル
は第2端部の長さが他のクリスタルと異っていて、どの
クリスタルが放射線で励起されたかを識別できるように
しである。好ましくは、各クリスタル列32.34を1
本のクリスタル捧から作り、棒中に溝40を切り込んで
隣接クリスタルを分離するとよい。所々で溝40を傾斜
させればクリスタル列中で一部分のクリスタルの第2端
部の長さが異なったものとなる。
りも小さく、全てのクリスタルは第1端部の長さがほぼ
等しい。しかし、クリスタル列中の一部分のクリスタル
は第2端部の長さが他のクリスタルと異っていて、どの
クリスタルが放射線で励起されたかを識別できるように
しである。好ましくは、各クリスタル列32.34を1
本のクリスタル捧から作り、棒中に溝40を切り込んで
隣接クリスタルを分離するとよい。所々で溝40を傾斜
させればクリスタル列中で一部分のクリスタルの第2端
部の長さが異なったものとなる。
第6図は、クリスタル列32.34中の各クリスタルの
第2端部が各光電子増倍管A、B、C。
第2端部が各光電子増倍管A、B、C。
D、E、Fに対して取る位置関係を示す。全クリスタル
の第2端部が同じだと、光電子増倍管は励起クリスタル
を正確に識別できない。第6図におけるクリスタルと光
電子増倍管との間の位置および第9図の識別表において
、クリスタル1が励起されると、全光量が光電子増倍管
Aに伝えられて、クリスタル1が識別されることがわか
る。クリスタル3が励起されると、光電子増倍管A、B
が同程度に付勢されてクリスタル3が識別される。とこ
ろが、クリスタル5゜7の第2端部5j、 71は、ク
リスタル5,7間の溝が傾斜しているために、大きさが
不等である。
の第2端部が同じだと、光電子増倍管は励起クリスタル
を正確に識別できない。第6図におけるクリスタルと光
電子増倍管との間の位置および第9図の識別表において
、クリスタル1が励起されると、全光量が光電子増倍管
Aに伝えられて、クリスタル1が識別されることがわか
る。クリスタル3が励起されると、光電子増倍管A、B
が同程度に付勢されてクリスタル3が識別される。とこ
ろが、クリスタル5゜7の第2端部5j、 71は、ク
リスタル5,7間の溝が傾斜しているために、大きさが
不等である。
すなわち、クリスタル5.7では界面がクリスタル第1
端部からクリスタル第2端部へと傾斜しているので、第
2端部の長さがクリスタル列中の他のクリスタルと相異
して識別が可能となる。
端部からクリスタル第2端部へと傾斜しているので、第
2端部の長さがクリスタル列中の他のクリスタルと相異
して識別が可能となる。
クリスタル列32についてみると、クリスタル2はその
第2端部が増大していて、光電子増倍管面全体に結合し
たときの信号を1とすると、光電子増倍管Aを0.75
分の信号、光電子増倍管Bを0.25分の信号だけ付勢
するので、これによって識別される。すなわち、クリス
タル2の第2端部2′がクリスタル1の第2端部と同じ
長さだと、光電子増倍管Aはクリスタル1とクリスタル
2とを識別できない。したがって、隣接クリスタル間に
溝を形成して各光電子増倍管A。
第2端部が増大していて、光電子増倍管面全体に結合し
たときの信号を1とすると、光電子増倍管Aを0.75
分の信号、光電子増倍管Bを0.25分の信号だけ付勢
するので、これによって識別される。すなわち、クリス
タル2の第2端部2′がクリスタル1の第2端部と同じ
長さだと、光電子増倍管Aはクリスタル1とクリスタル
2とを識別できない。したがって、隣接クリスタル間に
溝を形成して各光電子増倍管A。
B、C,D、E、Fに対する各クリスタルの第2端部を
第6図や第9図の識別表のように定めると、各クリスタ
ルの特定な出力信号によって、どのクリスタルが放射線
により励起されたかを識別できる。
第6図や第9図の識別表のように定めると、各クリスタ
ルの特定な出力信号によって、どのクリスタルが放射線
により励起されたかを識別できる。
好ましくは第3図に示したように溝40を切り込んだク
リスタル棒から各クリスタル列を作るとクリスタルモジ
ュールの構造が簡単になり好適である。これは、全クリ
スタル、全クリスタル面かきもんと整列し、光電子増倍
管のところで第2端部が全て平坦になり、傾斜溝40が
簡単に形成できて、隣接光電子増倍管への光の導入によ
るクリスタル識別が容易であるからである。
リスタル棒から各クリスタル列を作るとクリスタルモジ
ュールの構造が簡単になり好適である。これは、全クリ
スタル、全クリスタル面かきもんと整列し、光電子増倍
管のところで第2端部が全て平坦になり、傾斜溝40が
簡単に形成できて、隣接光電子増倍管への光の導入によ
るクリスタル識別が容易であるからである。
具体的には、BGO棒のようなりリスタル棒中に、クリ
スタルの第1端部から第2端部へかけて溝40を切り込
むが、この切り込みは第3図に示すように棒の全幅に亘
っていない。溝40がクリスタルの第2端部まで達して
いないから、第2端部付近でのクリスタル間の光結合に
起因する若干の1話が当然発生する。漏話量は溝40の
寸法と傾斜角に依存する。
スタルの第1端部から第2端部へかけて溝40を切り込
むが、この切り込みは第3図に示すように棒の全幅に亘
っていない。溝40がクリスタルの第2端部まで達して
いないから、第2端部付近でのクリスタル間の光結合に
起因する若干の1話が当然発生する。漏話量は溝40の
寸法と傾斜角に依存する。
もちろん、必要に応じて第4図に示すような個別クリス
タルからクリスタル列を作ることもできる。第4図中、
各クリスタルは第3図のクリスタル番号に“′a′′を
付して示す。
タルからクリスタル列を作ることもできる。第4図中、
各クリスタルは第3図のクリスタル番号に“′a′′を
付して示す。
第7図に示すように、クリスタルの第2端部の幅をクリ
スタルの第1端部の幅よりも小さくすると、光電子増倍
管の感光領域への光導入量が増し、良好な集光が得られ
るので望ましい。
スタルの第1端部の幅よりも小さくすると、光電子増倍
管の感光領域への光導入量が増し、良好な集光が得られ
るので望ましい。
例えば、クリスタル2、クリスタル3を傾斜させて第2
端部21.31の幅を第1端部2’、 3’の幅よりも
小さくする。この特徴も第4図の個別クリスタルではな
く、第3図のようなりリスタルブロックを用いれば一層
容易に実現できる。
端部21.31の幅を第1端部2’、 3’の幅よりも
小さくする。この特徴も第4図の個別クリスタルではな
く、第3図のようなりリスタルブロックを用いれば一層
容易に実現できる。
したがって、偏位クリスタル列32.34中の選択した
クリスタルを傾斜させることによって、各クリスタルの
第1端部の長さを軸方向、すなわち軸30に平行な方向
に小さくすることが可能になり、これによってカメラの
断層分解能が向上し、かつ各クリスタルの識別が行なえ
る。
クリスタルを傾斜させることによって、各クリスタルの
第1端部の長さを軸方向、すなわち軸30に平行な方向
に小さくすることが可能になり、これによってカメラの
断層分解能が向上し、かつ各クリスタルの識別が行なえ
る。
それ故、この発明は既述の諸口的かつ他の本来の利点を
達成するものである。この発明の上記の実施例は説明の
ために用いたものであり、その構造及び諸部品の配置の
詳細にわたる数多くの変形が、この発明の特許請求の範
囲内で当業者によって実施できる。
達成するものである。この発明の上記の実施例は説明の
ために用いたものであり、その構造及び諸部品の配置の
詳細にわたる数多くの変形が、この発明の特許請求の範
囲内で当業者によって実施できる。
第1図は、この発明の陽電子放射断層放射線カメラの斜
視図、第2図は、複数の光電子増倍管およびクリスタル
を有する検出器リングを示す概略横断面図、第3図は、
この発明によるクリスタル列の1実施例を示す拡大斜視
図、第4図は、この発明によるクリスタル列の他の実施
例である分離クリスタル列を示す斜視図、第5図は、こ
の発明によるシンチレーションクリスタルと光電子増倍
管との関係を示す構成図、第6図は第5図の6−6線に
沿う横断面図、第7図は第6図の7−7線に沿う横断面
図、第8図はこの発明によるシンチレーションクリスタ
ルと光電子増倍管の対向対の概略斜視図、第9図は第5
図〜第8図の光電子増倍管による励起クリスタル検出の
様子を示す図である。 1〜16・・・シンチレーションクリスタル20・・・
陽電子放射断層放射線カメラ24・・・検出器リング
26・・・患者収容開口部30・・・開口部の軸
32.34・・・クリスタル列1’ 、3’ 、5’
、7’ 、9’ 、 11’ 、 13’ 、 15
’・・第1端部1’、3’、5’、7’、9’、+1’
、+3’、15’・・・第2端部A−F・・・光電子増
倍管。
視図、第2図は、複数の光電子増倍管およびクリスタル
を有する検出器リングを示す概略横断面図、第3図は、
この発明によるクリスタル列の1実施例を示す拡大斜視
図、第4図は、この発明によるクリスタル列の他の実施
例である分離クリスタル列を示す斜視図、第5図は、こ
の発明によるシンチレーションクリスタルと光電子増倍
管との関係を示す構成図、第6図は第5図の6−6線に
沿う横断面図、第7図は第6図の7−7線に沿う横断面
図、第8図はこの発明によるシンチレーションクリスタ
ルと光電子増倍管の対向対の概略斜視図、第9図は第5
図〜第8図の光電子増倍管による励起クリスタル検出の
様子を示す図である。 1〜16・・・シンチレーションクリスタル20・・・
陽電子放射断層放射線カメラ24・・・検出器リング
26・・・患者収容開口部30・・・開口部の軸
32.34・・・クリスタル列1’ 、3’ 、5’
、7’ 、9’ 、 11’ 、 13’ 、 15
’・・第1端部1’、3’、5’、7’、9’、+1’
、+3’、15’・・・第2端部A−F・・・光電子増
倍管。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1、患者収容開口部からの放射線を検出するため、該開
口部の軸の周りに横向きに並んで配置された複数個の検
出器リングを備えた陽電子放射断層放射線カメラであっ
て、各検出器リングは複数個の光電子増倍管を有し、少
なくとも2列のシンチレーシヨンクリスタル列が各光電
子増倍管に対して配置され、他の検出器リングの光電子
増倍管へと延び、各光電子増倍管上で一方の列のクリス
タルが他方の列のクリスタルから偏位し、各クリスタル
は第1端部と第2端部とを有し、第2端部は光電子増倍
管に隣接し、第1端部は患者収容開口部に臨み、各クリ
スタルの第1端部は各光電子増倍管の幅よりも小さい長
さをもち、クリスタル列中の一部分のクリスタルは、第
2端部の長さが他のクリスタルと異なっていて、どのク
リスタルが放射線で励起されたかを識別できる陽電子放
射断層放射線カメラ。 2、請求項1において、クリスタル列中の一部分のクリ
スタルを第1端部から第2端部へと傾斜させた陽電子放
射断層放射線カメラ。 3、請求項1において、各クリスタル列を1つのブロッ
クから作り、該ブロック中に第1端部から第2端部へと
途中まで延びる溝を設けて複数個のクリスタルを形成し
た陽電子放射断層放射線カメラ。 4、請求項3において、一部分の溝は他の溝とは異なる
角度で第1端部から延びて、異なる第2端部長を与える
陽電子放射断層放射線カメラ。 5、請求項1において、クリスタルの第2端部の幅が第
1端部の幅よりも小さい陽電子放射断層放射線カメラ。 6、患者収容開口部からの放射線を検出するため該開口
部の軸に対しほぼ垂直に横向きに並んで配置された複数
個の検出器リングを備えた陽電子放射断層放射線カメラ
であって、各検出器リングは複数個の光電子増倍管を有
し、少なくとも2列のシンチレーシヨンクリスタル列が
各光電子増倍管に対して配置され、検出器リングに対し
てほぼ垂直な方向へ延び、各光電子増倍管上で一方の列
のクリスタルが他方の列のクリスタルから偏位し、各ク
リスタルは第1端部と第2端部とを有し、第2端部は光
電子増倍管に隣接し、第1端部は患者収容開口部に臨み
、各クリスタルの第1端部は各光電子増倍管の幅よりも
小さい長さをもち、クリスタル列中の一部分のクリスタ
ルを第1端部から第2端部へと傾斜させ、該一部分のク
リスタルの第2端部の長さを他のクリスタルの第2端部
の長さと相異させて、どのクリスタルが放射線で励起さ
れたかを識別できる陽電子放射断層放射線カメラ。 7、請求項6において、全てのクリスタルの第1端部長
がほぼ等しい陽電子放射断層放射線カメラ。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US07/220,757 US4864138A (en) | 1988-07-14 | 1988-07-14 | Positron emission tomography camera |
US220757 | 1988-07-14 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0267988A true JPH0267988A (ja) | 1990-03-07 |
Family
ID=22824833
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP1181647A Pending JPH0267988A (ja) | 1988-07-14 | 1989-07-13 | 陽電子放射断層放射線カメラ |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4864138A (ja) |
EP (1) | EP0350758A1 (ja) |
JP (1) | JPH0267988A (ja) |
AU (1) | AU602632B2 (ja) |
CA (1) | CA1271851A (ja) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH11276470A (ja) * | 1998-01-20 | 1999-10-12 | General Electric Co <Ge> | 断層撮影システム及びそれ用のシンチレ―タ |
JP2012088306A (ja) * | 2010-10-19 | 2012-05-10 | Toshiba Corp | Pet検出器モジュール、放射線検出器、petスキャナシステム、信号処理方法、及び放射線検出器モジュールの製造方法 |
Families Citing this family (13)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5138165A (en) * | 1991-10-31 | 1992-08-11 | Rockwell International Corporation | Three dimensional positron emission tomography system |
US5210420A (en) * | 1991-12-19 | 1993-05-11 | Positron Corporation | Positron emission tomography scanner |
US5300782A (en) * | 1992-06-26 | 1994-04-05 | General Electric Company | Gamma ray detector for pet scanner |
FR2775793B1 (fr) * | 1998-03-06 | 2000-05-12 | Robert Allemand | Procede de localisation et de selection en energie de photons gamma, application a la realisation de detecteurs rapides pour les tomographes a positons |
US20040195512A1 (en) * | 2000-05-16 | 2004-10-07 | Crosetto Dario B. | Method and apparatus for anatomical and functional medical imaging |
SE531661C2 (sv) | 2000-12-14 | 2009-06-23 | Xcounter Ab | Detektering av strålning och positronemissionstomografi |
EP1481263A1 (en) * | 2002-02-01 | 2004-12-01 | Board Of Regents The University Of Texas System | Asymmetrically placed cross-coupled scintillation crystals |
US20040164249A1 (en) * | 2003-02-26 | 2004-08-26 | Crosetto Dario B. | Method and apparatus for determining depth of interactions in a detector for three-dimensional complete body screening |
US7132664B1 (en) | 2002-11-09 | 2006-11-07 | Crosetto Dario B | Method and apparatus for improving PET detectors |
US7138638B2 (en) | 2003-11-20 | 2006-11-21 | Juni Jack E | Edge effects treatment for crystals |
US7534418B2 (en) * | 2004-12-10 | 2009-05-19 | The Regents Of The University Of Michigan | Imaging agents |
WO2014052454A1 (en) | 2012-09-25 | 2014-04-03 | The Regents Of The University Of Michigan | Imaging agents |
WO2014184682A1 (en) | 2013-04-19 | 2014-11-20 | Oslo Universitetssykehus Hf | Radiolabeled gnrh antagonists as pet imaging agents |
Family Cites Families (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS523481A (en) * | 1975-06-27 | 1977-01-11 | Hitachi Denshi Ltd | Production method of radiation-visible ray converter device |
US4234792A (en) * | 1977-09-29 | 1980-11-18 | Raytheon Company | Scintillator crystal radiation detector |
JPS58162883A (ja) * | 1982-03-23 | 1983-09-27 | Agency Of Ind Science & Technol | ポジトロンエミツシヨンct装置の走査装置 |
US4643764A (en) * | 1984-01-09 | 1987-02-17 | Stauffer Chemical Company | Multiple types of microcapsules and their production |
US4642464A (en) * | 1984-05-24 | 1987-02-10 | Clayton Foundation For Research | Positron emission tomography camera |
US4563582A (en) * | 1984-05-24 | 1986-01-07 | Clayton Foundation For Research | Positron emission tomography camera |
US4560882A (en) * | 1984-08-31 | 1985-12-24 | Regents Of The University Of California | High-efficiency X-radiation converters |
US4677299A (en) * | 1985-05-13 | 1987-06-30 | Clayton Foundation For Research | Multiple layer positron emission tomography camera |
JPH0627844B2 (ja) * | 1987-05-14 | 1994-04-13 | 浜松ホトニクス株式会社 | 放射線位置検出器 |
-
1988
- 1988-07-14 US US07/220,757 patent/US4864138A/en not_active Expired - Fee Related
-
1989
- 1989-06-15 AU AU36449/89A patent/AU602632B2/en not_active Ceased
- 1989-07-03 EP EP89112128A patent/EP0350758A1/en not_active Withdrawn
- 1989-07-13 JP JP1181647A patent/JPH0267988A/ja active Pending
- 1989-07-13 CA CA000605587A patent/CA1271851A/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH11276470A (ja) * | 1998-01-20 | 1999-10-12 | General Electric Co <Ge> | 断層撮影システム及びそれ用のシンチレ―タ |
JP4508305B2 (ja) * | 1998-01-20 | 2010-07-21 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 断層撮影システム及びそれ用のシンチレータ |
JP2012088306A (ja) * | 2010-10-19 | 2012-05-10 | Toshiba Corp | Pet検出器モジュール、放射線検出器、petスキャナシステム、信号処理方法、及び放射線検出器モジュールの製造方法 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US4864138A (en) | 1989-09-05 |
CA1271851A (en) | 1990-07-17 |
EP0350758A1 (en) | 1990-01-17 |
AU602632B2 (en) | 1990-10-18 |
AU3644989A (en) | 1990-01-18 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JPH0267988A (ja) | 陽電子放射断層放射線カメラ | |
CA1221178A (en) | Positron emission tomography camera | |
US7105825B2 (en) | Single photon emission computed tomography system | |
US7767972B2 (en) | Single photon emission computed tomography system | |
US4642464A (en) | Positron emission tomography camera | |
US7956331B2 (en) | Scintillation detector for positron emission tomography | |
US7579600B2 (en) | Preclinical SPECT system using multi-pinhole collimation | |
US7049600B2 (en) | Scintillation crystal detection arrays for radiation imaging devices | |
US20040004188A1 (en) | Method and apparatus for increasing spatial resolution of a pet scanner | |
EP0249695B1 (en) | Light guides for a positron emission tomography camera | |
US20060000978A1 (en) | Multi-pinhole collimation for nuclear medical imaging | |
US10638997B2 (en) | Echo-scintigraphic probe for medical applications and relevant diagnostic method | |
MacDonald et al. | Parallax correction in PET using depth of interaction information | |
US6429434B1 (en) | Transmission attenuation correction method for PET and SPECT | |
US4514632A (en) | Modular scintillation camera | |
US4883966A (en) | Pet camera with crystal masking | |
US20030021376A1 (en) | High-resolution radiation detector | |
US6384416B1 (en) | Transmission scanning technique for gamma-camera coincidence imaging | |
JP7181194B2 (ja) | 視差効果補償を有するガンマ線検出器 | |
US20050029461A1 (en) | Gamma camera using rotating scintillation bar detector and method for tomographic imaging using the same | |
Stolin et al. | Characterization of imaging gamma detectors for use in small animal SPECT | |
US20020053648A1 (en) | Image information read-out apparatus | |
JPH11258351A (ja) | 放射線検出器の製造方法 | |
JPS58216974A (ja) | 放射線検出器ブロツクの製造方法 | |
JPH11295430A (ja) | Ct用固体検出器 |